CONCEPTION ET REALISATION D’UN CARDIOTACHYMETRE A BASE DU SIGNAL PHOTOPLETHYSMOGRAMME

(1)

Université Abou Bekr Belkaïd de Tlemcen

Faculté de Technologie

Département de Génie biomédical

Laboratoire de Recherche de Génie Biomédical

M

EMOIRE DE PROJET DE FIN D’ETUDES

pour obtenir le Diplôme de

M

ASTER en GENIE BIOMEDICAL

Spécialité : Instrumentation Biomédicale

présenté

par :

BENAZZOUZ Ahlem

et

KADA-BELGHITRI Kamel

CONCEPTION ET REALISATION D’UN

CARDIOTACHYMETRE A BASE DU SIGNAL

PHOTOPLETHYSMOGRAMME

Soutenu le 16 juin 2015 devant le Jury

M. BEREKSI-REGUIG Fethi

Prof

Université de Tlemcen

Président

M. DIB Nabil

MCB

Université de Tlemcen

Examinateur

M. DJEBBARI Abdelghani

MCB

Université de Tlemcen

Encadreur

Année universitaire 2014-2015

دﯾﺎﻘﻠﺑ رﻛﺑ وﺑأ ﺔﻌﻣﺎﺟ

(2)

Remerciements

Avec l'aide de Dieu clément et miséricordieux on a pu achever ce travail, nous le remercions de nous avoir donné la force, le courage et la santé pour accomplir ce projet.

A Prof. F. Bereksi-Reguig d’avoir accepté de présider le jury de soutenance de ce projet de fin d’études,

A Dr. N. Dib d’avoir accepté d’examiner ce travail,

A notre encadreur Dr. A. Djebbari pour son aide et ses conseils, qu’il trouve ici l’expression de notre profonde gratitude, nos remerciements les plus respectueux et les plus sincères.

Nos remerciements les plus vifs vont également aux personnes qui nous ont apporté leur aide et soutien durant toute cette année universitaire.

(3)

Je dédie ce mémoire

A ma très chère mère Fatiha

Affable, honorable, aimable : Tu représentes pour moi le symbole de la bonté par

excellence, la source de tendresse et l’exemple du dévouement qui n’a pas cessé de

m’encourager et de prier pour moi. Ta prière et ta bénédiction m’ont été d’un grand secours

pour mener à bien mes études. Aucune dédicace ne saurait être assez éloquente pour exprimer

ce que tu mérites pour tous les sacrifices que tu n’as cessé de me donner depuis ma naissance,

durant mon enfance et même à l’âge adulte. Tu as fait plus qu’une mère puisse faire pour que

ses enfants suivent le bon chemin dans leur vie et leurs études. Je te dédie ce travail en

témoignage de mon profond amour. Puisse Dieu, le tout puissant, te préserver et t’accorder

santé, longue vie et bonheur.

A mon très cher Père Mohammed

Aucune dédicace ne saurait exprimer l’amour, l’estime, le dévouement et le respect que j’ai

toujours eu pour vous. Rien au monde ne vaut les efforts fournis jour et nuit pour mon

éducation et mon bien être. Ce travail est le fruit de tes sacrifices que tu as consentis pour

mon éducation et ma formation.

A mes très chère sœurs Soumia, son mari Abdalbaki et Zahra et son mari Abd ali .A ma

très chère nièce Amina et mon neveux Ziede Je vous souhaite un avenir plein de joie, de

bonheur, de réussite et de sérénité.

A mes très cher oncles, et tantes et leurs familles A mes grand mères et grands parents . A

tous les membres de ma famille, petits et grands Veuillez trouver dans ce modeste travail

l’expression de mon affection.

A mes chères amies :Mimouna & Fahima.et à mes chers collègues de travail à tout le

staff médical de la polyclinique de Sidi Ouriache ,médecins, infirmiers, infirmières ( IDE

-ATS).En témoignage de l’amitié qui nous uni et des souvenirs de tous les moments que nous

avons passé ensemble, je vous dédie ce travail et je vous souhaite une vie pleine de santé et de

bonheur. A tous mes amis, mes collègues et a toute ma promotion sans exception, en leurs

souhaitant beaucoup de bonheur et de réussite.

(4)

Dédicaces

Je dédie ce modeste travail

A la personne la plus chère au monde : ma mère Karima qui ma

donné la vie, le symbole de tendresse, qui s’est sacrifie pour mon

bonheur et ma réussite

A mon père Mohamed « Rahimaho Lah » qui m’a toujours aidé et

encouragé dans mon parcours avant sa mort, sans oublié leurs sacrifie

et amour.

A mes chères sœurs et frères

A mes chères amis et mes camarades de la promotion Master2

IBM

A tous le personnel des laboratoires pédagogique d’électronique

Sans oublier tous mes professeurs du primaire, du moyen ou du

secondaire

(5)

Liste des figures ... 7

aListes des tableaux... 10

Introduction générale... 11

Chapitre I Système cardiovasculaire et Photopléthysmographie ... 13

I.1. Système cardiovasculaire... 13

I.1.1. Le cœur ... 13

I.1.2. Vaisseaux ... 14

I.1.3. Sang ... 15

I.2. Circulation sanguine ... 16

I.3. Le battement cardiaque ... 17

I.4. Photopléthysmogramme (PPG) et l'Oxymétrie de pouls ... 18

I.4.1. Historique... 18

I.4.2. L’Oxymètre de pouls ... 19

I.4.3. Absorption de la lumière par Hb et HbO2 ... 20

I.4.4. Système à deux longueurs d’onde... 22

I.4.5. Mesure pratique de taux de saturation en oxygène ... 23

I.4.6. Limites de mesure de la photopléthysmographie de pouls ... 24

I.5. Conclusion ... 24

Chapitre II Carte de mise en forme du signal photopléthysmographique ... 25

II.1. Capteur optique... 25

II.1.1. Types de sonde ... 26

II.2. Circuit d'émission /réception ... 27

II.2.1. Circuit d'émission ... 27

II.2.2. Circuit de réception ... 28

II.3. Mise en forme analogique du signal photopléthysmographique ... 29

II.3.1. Pilotage des LEDs ... 30

II.3.2. Circuit de transistors... 32

II.3.3. Amplification de puissance... 32

II.3.4. Démultiplexage... 33

II.3.5. Inverseur ... 34

II.3.6. Circuit d'amplification ... 38

II.3.7. Filtrage... 39

II.3.8. Circuit d'offset ... 43

(6)

II.4. Conclusion ... 46

Chapitre III Acquisition de données... 47

III.1. Partie hardware... 47

III.2. Partie Software ... 50

III.2.1. Partie Firmware ... 50

III.2.2. Lecture des données numérisées ... 52

III.3. Conclusion... 53

Chapitre IV Mesures et enregistrements ... 54

IV.1. Mesures analogiques ... 54

IV.1.1. Capteur ... 54

IV.1.2. Mise en forme analogique... 55

IV.1.3. Influence de la fréquence d’horloge sur les signaux pulsés rouge & infrarouge ... 57

IV.2. Acquisition des signaux PPGs R/IR... 58

IV.2.1. Logiciel d’acquisition de données... 58

IV.2.2. Mesure du rythme cardiaque... 62

IV.2.3. Mode pulsé... 63

IV.3. Analyse spectrale ... 66

IV.4. Génération du signal HRV ... 67

IV.5. Conclusion ... 68

Conclusion générale ... 69

Références bibliographiques ... 71

Annexe 1 – Système cardiovasculaire... 72

Annexe 2 – Cartes Arduino... 73

Annexe 3 – Quelques Circuits réalisés, avec PCB ... 74

(7)

Fig.I-1 – Système cardiovasculaire. ... 13

Fig.I-2 – Schéma du cœur. ... 14

Fig.I-3 – Globule rouge.et le molécule d'hémoglobine. ... 16

Fig.I-4 – Circulation générale du sang. ... 17

Fig.I-5 – Phases du cycle cardiaque : (a) diastole, (b) systole ... 18

Fig.I-6 – Capteur de l’oxymétrie... 20

Fig.I-7 – Absorption différentielle de la lumière ... 20

Fig.I-8 – La Loi De Beer-Lambert ... 21

Fig.I-9 – Graphique de l’extinction en fonction de la longueur d’onde... 22

Fig.I-10 – Courbe empirique pour la mesure de la saturation... 23

Fig.I-11 – Courbe empirique pour la mesure de la saturation... 23

Fig.II-1 –Une pince de photopléthysmographe de pouls... 26

Fig.II-2 – Sonde autocollante ... 26

Fig.II-3 – Une pince à oreille ... 26

Fig.II-4 – Capteur à réflectance... 27

Fig.II-5 – Symbole d'une diode électroluminescencente et aspet du composant. ... 27

Fig.II-6 – Circuit d'émission de LED. ... 28

Fig.II-7 – Sensibilité d'un phototransistor en fonction de la longueur d'onde... 29

Fig.II-8 – Circuit de réception ; phototransistor en émetteur commun. ... 29

Fig.II-9 – Schéma synoptique de la carte de mise en forme du signal PPG... 30

Fig.II-10 – Circuit multivibrateur à base de NE555... 31

Fig.II-11 –Chronogramme de NE555.Multisim 12.0... 31

Fig.II-12 – Chronogramme du NE555. ... 31

Fig.II-13 – Circuit de trasistors type PNP&NPN utilisé pour le pilotage des LEDs... 32

Fig.II-14 – Circuit de transistor Darlington et transistor de Darlington complémentaire. ... 32

Fig.II-15 – Circuit demultipleur(4051). ... 34

Fig.II-16 – Circuit interne de démultiplexage à base du multiplexeur/démultiplexeur4066... 34

Fig.II-17 – Symboles d'un inverseur. ... 35

Fig.II-18 – Chronogramme de simulation d'un inverseur (Multisim12.0). ... 35

Fig.II-19 – Circuit intégré (SN54LS04) d'inverseur . ... 35

Fig.II-20 Chronogramme de test de la fonction inverseur de CI(SN54LS04). ... 36

(8)

Fig.II-22 – Les deux signaux de sortie de 4066 modulés et démodulés (Multisim12.0). ... 37

Fig.II-23 – Signal d'entrée avec les impulsions de commande(Horloge) ... 37

Fig.II-24 – Les deux signaux de sortie modulés du 4051 (Oscilloscope numérique). ... 37

Fig.II-25 – Les deux signaux de sortie démodulés du 4051 (Oscilloscope numérique). ... 38

Fig.II-26 – Pré-amplificateur à base d'un AOP. ... 38

Fig.II-27 – Graphe du signal entrée Ve et le signal amplifié Vs... 39

Fig.II-28 – Deuxième amplificateur à base d'un AOP du typeTL084... 39

Fig.II-29 – Filtre passe-haut utilisé pour le filtrage du signal photopléthysmographique fc = 0.0159 Hz. ... 40

Fig.II-30 – Filtre actif passe- bas de Rauch du 2 éme ordre... 41

Fig.II-31 – Graphe du module de en fonction de la fréquence Hz... 43

Fig.II-32 – Diagramme du module de en fonction de fréquence Hz(Multisim12.0). ... 43

Fig.II-33 – Circuit d’offset utilisé pour la mise en forme du signal photopléthysmographique. ... 44

Fig.II-34 – Graphe du signal d'entrée Ve et de sortie Vs de circuit d'offset... 44

Fig.II-35 – Réponse fréquentielle du filtre réjecteur ... 45

Fig.II-36 – Filtre réjecteur de l’interférence du réseau électrique en double-T ... 45

Fig.II-37 – Graphe du module de en fonction de la fréquence [Hz] ... 46

Fig.III-1 – Brochage de la carte Arduino Uno. ... 48

Fig.III-2 – Carte Arduino Uno (a) vue de face, (b) vue arrière ... 49

Fig.III-3 – Environnement de développement de Arduino : sélection de la carte Arduino Uno... 50

Fig.III-4 – Environnement de développement d’Arduino : sélection du port USB ... 51

Fig.III-5 – - Présentation d’espace de développement intègre EDI ... 52

Fig.III-6 – - moniteur série d’Arduino Uno ... 52

Fig.IV-1 Signal rouge à la sortie du filtre passe haut sans pilotage par NE555 (couplage DC) ... 55

Fig.IV-2 Signal infra-rouge à la sortie de filtre passe haut sans pilotage par NE555 (couplage DC) ... 55

Fig.IV-3 Signaux rouge (couleur rouge) et infrarouge (bleu) à la sortie du filtre passe haut avec pilotage par NE555 (couplage DC) ... 55

Signal Fig.IV-4 Signal Infra-rouge à la sortie du préamplificateur sans pilotage par NE555 (couplage DC) ... 56

Fig.IV-5 Signal infra-rouge à la sortie du préamplificateur sans pilotage par NE555 (couplage DC) ... 56

Fig.IV-6 Signal rouge à la sortie du filtre passe bas sans pilotage par le NE555 (couplage DC) .... 56

Fig.IV-7 Signal Infra-rouge à la sortie du filtre passe bas sans pilotage par NE555 (couplage DC)56 Fig.IV-8 Signaux rouge et infrarouge à la sortie due filtre passe bas avec pilotage par NE555 (couplage DC) ... 57

Fig.IV-9 Signal rouge à la sortie du filtre réjecteur sans pilotage avec NE555 (couplage DC)... 57

Fig.IV-10 Signa infrarouge à la sortie du filtre réjecteur sans pilotage avec NE555 (couplage DC) ... 57

(9)

Fig.IV-12 Signaux PPGs rouge et infrarouge recueillis à FH=496.45 (couplage DC) ... 58

Fig.IV-13 Signaux PPGs rouge et infrarouge recueillis à FH=759.35 (couplage DC) ... 58

Fig.IV-14 Les deux signaux rouge et infra rouge recueillis àFH=886.14.(couplage DC) ... 58

Fig.IV-15 Les deux signaux rouge et infra rouge recueillis à FH=1.3345. (couplage DC) ... 58

Fig.IV-16 – Interface d’acquisition du signal photopléthysmographique... 58

Fig.IV-17 – Visualisation d’un signal sinusoïdal à 1 Hz sur un oscilloscope numérique ... 59

Fig.IV-18 – Acquisition d'un signal sinusoïdal à 1 Hz, Fs=200 Hz... 59

Fig.IV-19 – Signal PPG infrarouge d’un sujet normal affiché sur un oscilloscope numérique ... 60

Fig.IV-20 – Acquisition d’un signal PPG infrarouge (sujet normal) ... 60

Fig.IV-21 – Signal PPG infrarouge d’un sujet normal à la sortie du filtre réjecteur du 50 Hz ... 61

Fig.IV-22 – Signal PPG infrarouge d’un sujet normal sur deux cycles cardiaques ... 61

Fig.IV-23 – Signal PPG d’un sujet normal enregistré sur plusieurs cycles cardiaques sous l’effet d’une respiration non-uniforme... 61

Fig.IV-24 –Interface graphique : Signal PPG infrarouge enregistré sur plusieurs cycles cardiaques sous l’effet d’une respiration non-uniforme ... 62

Fig.IV-25 –Sélecction des points pour calcul le rythme cardiaque... 62

Fig.IV-26 – Acquisition des composantes AC et DC des signaux PPG R& IR... 63

Fig.IV-27 – composantes AC et DC des signaux PPG R et IR ... 64

Fig.IV-28 – Calcul de rythme cardiaque ... 64

(10)

Listes des tableaux

Tableau II-1 –Tension de polarisation pour chaque longueur d’onde (couleur) de la lumière émise

par la diode (LED)... 27

Tableau II-2 – Sensibilité de la LED rouge... 28

Tableau II-3 – Sensibilité de la LED infrarouge... 28

Tableau II-4 –Le gain de transistor de Darlington. ... 33

Tableau II-5 – Réponse fréquentielle du filtre passe bas actif de 2ème ordre du type de Rauch avec fc =10Hz... 42

Tableau II-6 – Réponse fréquentielle du filtre réjecteur de l’interférence du réseau électrique à 50 Hz. ... 45

Tableau IV-7 – Calcul du rythme cardiaque sur différents cycles cardiaques ... 63

Tableau IV-8 – Durées des cycles et rythmes cardiaques (R/IR)... 65

(11)

Le signal photopléthysmogramme (PPG) est un outil indispensable au sein d’un bloc opératoire. Ce tracé vital permet au chirurgien de suivre en temps réel l’évolution du taux d’oxygène dans le sang, ce qui lui permet de prendre les bonnes décisions au bon moment au cours d’une opération chirurgicale. C’est alors un outil vital dans les milieux hospitaliers et en particulier dans le service de réanimation. Le photoplethysmographe de pouls est utilisé pour la détection des différentes anomalies dans le système cardio–respiratoire lors du transport de l’oxygène ainsi que la détection précoce de l’hypoxie et le contrôle de hyperoxie.

Le photoplethysmogramme (PPG) est un signal mesurable à travers des circuits optoélectroniques à des longueurs d’ondes spécifiques. La morphologie du signal PPG provient de la variation de volume du sang circulant dans un vaisseau sanguin. A partir du traitement de ce signal, le rythme cardiaque et le taux de saturation en oxygène sont mesurables de façon non–invasive.

Ce projet consiste à développer une carte de mise en forme et d'acquisition du signal photoplethysmogramme (PPG). Le signal acquis sera stocké dans un micro–ordinateur sous forme de fichiers de données en vue d'un traitement ultérieur. Le traitement de ce signal permettra de calculer le taux d’oxygénation du sang du patient en recueillant les composantes AC et DC des signaux PPG rouge et infrarouge. Suite à un traitement numérique des signaux acquis, la durée moyenne des cycles cardiaques est calculable ce qui nous permettra de calculer le rythme cardiaque du sujet.

Ce projet est décomposé en deux parties essentielles. Une partie analogique présentant la conception de la carte de mise en forme du signal PPG, et une partie numérique conçue autour d’une carte Arduino Uno exploitée pour l’acquisition de données.

La carte Arduino Uno est une carte construite autour du microcontrôleur ATmega328. Cette carte de développement est l'une des variantes des cartes Arduino dont le circuit et l'environnement de développement (IDE) sont régis par la licence Creative Common. Cette licence ouverte permet une flexibilité incontournable de développement sur les plans matériel et logiciel. La carte Arduino Uno est dotée de 6 entrées analogiques de A0 jusqu'à A5, ce qui lui donne la faculté de remplir les tâches d'une carte d'acquisition programmable par excellence. Les signaux acquis seront enregistrés dans des fichiers de données en vue d'un traitement numérique du signal.

Ce mémoire est organisé en quatre chapitres et section Annexe. Le premier chapitre intitulé « Système cardiovasculaire et photopléthysmographie » regroupe les notions médicales décrivant le système cardio–respiratoire et l’oxymétrie de pouls. Le deuxième chapitre intitulé « Carte de mise en forme du signal photopléthysmographique » regroupe les circuits analogiques de mise en forme des signaux PPG rouge et infrarouge. Le troisième chapitre intitulé « Acquisition de données » présente la partie numérique permettant d’acquérir ces signaux PPG rouge et infrarouge. Un quatrième chapitre intitulé « Mesures et enregistrements » présente les différents signaux PPG rouge et infrarouge visualisés simultanément sur oscilloscope numérique et sur l’interface graphique GUI (Graphical User

(12)

Introduction générale

Interface) développé dans un environnement MATLAB. La section Annexe regroupe les fiches techniques de composants utilisés dans ce projet, des photos des circuits réalisés.

(13)

Ce chapitre décrit le fonctionnement général du système cardio–vasculaire qui comprend le cœur, le sang et les vaisseaux. Le signal Photopléthysmogramme (PPG) qui représente l’échange pulmonaire au niveau des alvéolo-capillaires est présenté en montrant son intérêt comme moyen de monitorage et d’aide au diagnostic médical.

I.1. Système cardiovasculaire

Le système cardio-vasculaire comprend une pompe "le cœur" qui propulse le sang dans les vaisseaux. Le terme « Cardio » désigne le cœur, et le terme vasculaire, les vaisseaux sanguins. Il joue deux rôle majeurs, un rôle direct hémodynamique, et un autre indirect, en assurant la circulation du sang [1].

Fig.I-1 – Système cardiovasculaire.

I.1.1. Le cœur

Le cœur est l’élément central du système cardiovasculaire .Il se trouve dans la cavité thoracique dans le médiastin entre les deux poumons. Chez les mammifères, il est constitué de deux pompe séparées par une paroi musculaire étanche "le septum", chacune constituée de deux cavités, une oreillette et un ventricule qui communiquent entre elles par des valves auriculo-ventriculaires [1]. La paroi cardiaque est formée de trois tuniques: l'endocarde, le myocarde péricarde [2]. Au rythme de 60 à 80 contractions par minutes, à chaque contraction, le cœur éjecte environ 5 à 6 litres de sang par minute [3]. . Système cardio-vasculaire Système vasculaire Cœur Sang Vaisseaux sanguins

(14)

Chapitre I – Système cardiovasculaire et Photopléthysmographie

Fig.I-2 – Schéma du cœur.

I.1.2. Vaisseaux

Les vaisseaux sont des canaux dans lesquels circule le sang ou la lymphe. On les distingue en (1) Vaisseaux sanguins et (2) Vaisseaux lymphatiques.

I.1.2.1. Vaisseaux sanguins

Les vaisseaux sanguins forment un système clos de conduites qui transportent le sang du cœur vers les autres organes du corps qui est acheminé au cœur pour le cycle suivant de la révolution cardiaque. Ils déposent l'oxygène et les nutriments et récupèrent les toxines et dioxyde de carbone .Ce sont les artères, les artérioles, les capillaires sanguins, les veinules et les veines.

Les artères

Ce sont des vaisseaux musculo-membraneux permettant de véhiculer le sang du cœur vers les organes et les tissus.

Les petites artères ou artérioles

Une fois le sang artériel distribué aux organes par les artères musculaires, les artérioles réduisent la pression pour l’acheminer vers des vaisseaux à moindre épaisseur.

Les capillaires

Les capillaires permettent l’échange des gaz respiratoires, des nutriments ainsi que les déchets métaboliques. Les capillaires sont d’une épaisseur très réduite.

Les veinules

Elles font suites aux capillaires et sont chargées du retour du flux sanguin en direction du cœur.

Les veines

Les veines permettent de boucler le parcours du sang. Elles permettent de véhiculer le sang vers l’oreillette droite.

I.1.2.2.Vaisseaux lymphatiques

Ce sont les vaisseaux ayant pour mission d’assurer la circulation du liquide interstitiel « la lymphe » entre les cellules. Cette fonction vient comme suite de la fonction des veines. Les capillaires lymphatiques forment des vaisseaux de dimension plus importante formant ainsi la canal thoracique [2].

(15)

I.1.3. Sang

Le sang est un tissu conjonctif liquide qui exerce trois fonctions générales :

Le transport

Le sang transporte l'oxygène des poumons vers les cellules de l'organisme et le gaz carbonique des cellules vers les poumons. Il apporte également aux cellules les nutriments en provenance du tube digestif et les hormones sécrétées par les glandes endocrines, il débarrasse les cellules de la chaleur et des déchets qu'elles produisent.

La régulation

Le sang permet de régulariser le pH par l’entremise de systèmes tampons. Il permet également de régler la température corporelle.

La protection

Le corps humain se trouve protégé des pertes du sang grâce à la coagulation. Le sang contient des globules blancs et des protéines plasmatiques spécialisées permettant de protéger l'organisme des toxines et les microbes.

I.1.3.1.La composition du sang

Le sang est formé de deux substances : (1) le plasma sanguin, liquide aqueux contenant des substances en solution et représente 55 % du sang et (2) des des cellules et des fragments cellulaires, à 45 % [2]

Le plasma sanguin

Le plasma est la composante liquide du sang dans laquelle baignent les éléments figurés ; composé d'eau (91,5 %) et de substances diverses (8,5 %), dont des protéines (7 %).

Les principales molécules du plasma sanguin: — Le glucose ;

— Les lipides ;

— Les hormones (qui peuvent être les protéines, des acides aminés modifiés, des stéroïdes, ou des lipides modifiés dont les prostaglandines et les thromboxanes) ;

— Des protéines du complément qui ont un rôle majeur dans l’initiation de la réponse immunitaire et de l’inflammation ;

— Des protéines de la coagulation sanguine (les facteurs de coagulation).

Les éléments figurés

— Erythrocytes ou hématies ou « globules rouges » (à peu près 99%).

Elles ne possèdent ni noyau ni organites,. Elles contiennent l’hémoglobine (1/3 des composants du cytoplasme) qui permet de fixer l’oxygène mais aussi le dioxyde de carbone ou le monoxyde de carbone.

Lorsque l’oxygène se lie au fer, le globule rouge est chargé en oxygène et prend une couleur rouge vif. On parle d’oxyhémoglobine (oxygène + hémoglobine = Hb02). (La saturation pulsée en oxygène). comme donnée en l'équation (I.1).

Hb + O 2 → HbO 2 + O 2 → Hb(O 2 ) 2 + O 2 → Hb(O 2 ) 3 + O 2 → Hb(O 2 ) 4. (I.1) La fixation de l’O 2 par l’hémoglobine est donc caractérisée par une forte affinité et un non linéarité. (Koolman & Rohm, 1994).

(16)

Fig.I-3 – Globule rouge.et le molécule d'hémoglobine.

— Leucocytes ou « globules blanc » (0.2%), qui servent dans le système immunitaire à détruire les agents infectieux.

— Les leucocytes sont un ensemble hétéroclite de cellules:

– Les granulocytes ou polynucléaires (neutrophiles, éosinophiles, basophiles) ; – Les lymphocytes ;

– Les monocytes.

— Thrombocytes ou plaquettes sanguine (0,6 – 1,0 %), responsable de la formation du clou plaquettaire débutant la coagulation sanguine. Ce ne sont pas des cellules car elles ne contiennent pas de noyau, mais des fragments de cytoplasme.

Composante fibrillaire

Elle est représentée par le fibrinogène qui en absence d’anticoagulant, polymérise en fibrine dans un tube après un prélèvement.

I.2. Circulation sanguine

Le système circulatoire fonctionne en circuit fermé c'est-à-dire le sang est en permanence pompé hors du cœur par un ensemble des veines et ramené au cœur par des artères.

Il existe deux cercles circulatoires ,l'un est appelé la petite circulation ou circulation pulmonaire et l'autre est la grande circulation ou circulation systémique.

Circulation pulmonaire

Elle draine le sang qui est pompé à partir de ventricule droite puis passe à travers les poumons où le sang est débarrassé du gaz carbonique et alimenté en oxygène. Ce sang, appelé sang oxygéné, retourne au cœur par les quatre veines pulmonaires qui se déversent dans l'oreillette gauche, le sang passe ensuite dans le ventricule gauche.

Globule rouge

Oxyhémoglobine

Déoxyhémoglobine

(17)

Circulation systémique

Elle draine le sang qui est pompé à partir de ventricule gauche ,traverse tous les tissus et revient à l'oreillette droite .[2]

Fig.I-4 – Circulation générale du sang.[2]

I.3. Le battement cardiaque

Chaque battement du cœur entraîne une séquence d’événements mécaniques et électriques collectivement appelés la révolution cardiaque. Celle-ci consiste en trois étapes majeures : la systole auriculaire, la systole ventriculaire et la diastole.

Dans la systole auriculaire ,les oreillettes se contractent et projettent le sang vers les ventricules. Une fois le sang expulsé des oreillettes, les valvules auriculo-ventriculaires entre les oreillettes et les ventricules se ferment. Ceci évite un reflux du sang vers les oreillettes. La fermeture de ces valvules produit le son familier du battement du cœur.

La systole ventriculaire, implique la contraction des ventricules expulsant le sang vers le système circulatoire. Une fois le sang expulsé, les deux valvules sigmoïdes - la valvule pulmonaire à droite et la valvule aortique à gauche - se ferment.

Enfin, la diastole est la relaxation de toutes les parties du cœur, permettant le remplissage passif des ventricules et l’arrivée de nouveau sang.

Les phases de contractions harmonieuses des oreillettes et des ventricules sont commandées par la propagation d’une impulsion électrique. Lorsque la fréquence cardiaque change, la diastole est raccourcie ou rallongée tandis que la durée de la systole reste relativement stable.

(18)

(a) (b)

Fig.I-5 – Phases du cycle cardiaque : (a) diastole, (b) systole

I.4. Photopléthysmogramme (PPG) et l'Oxymétrie de pouls

Le mots pléthysmograph est une combinaison de deux ancien mots grec ,plethysmos qui signifie une augmentation de volume; graph vient du mot graphien qui veut dire l’enregistrement.[4]

La photopléthysmographie est une technique d’exploration fonctionnelle vasculaire non invasive qui mesure le taux de la saturation du sang oxygéné optiquement . Il permet de relever le signal photopléthysmographique PPG . Ce tracé découle de la modification de l’atténuation de l’énergie lumineuse transmise par les tissus sur lesquels la lumière a été appliquée.

Le photopléthysmographe de pouls, appelé aussi saturomètre, oxymétrie de pouls ,est un outil largement utilisé dans les hôpitaux et particulièrement dans les services de réanimation, des soins intensifs de cardiologie, dans les urgences, en pneumologie et en néonatologie Il est sécurisé ,et n’a pas besoin de calibré à chaque utilisation.

I.4.1. Historique

En 1666, Isaac Newton a analysé la lumière blanche en spectre de couleurs quand elle traverse un prisme.

En 1760 Johann Heinrich Lambert le premier qui a décrit la relation de l’absorption de la lumière par la quantité absorbante.

En 1851, August Beer utilise la technique de Lambert. Loi de Beer-Lambert a démontré que la transmission de la lumière est une fonction logarithmique de la densité ou la concentration de l’absorbant .

En 1860, l’invention du spectroscope par Robert Wilhelm Eberhard Bunsen (1811-1855) permettait pour la première fois d’analyser la composition de la lumière par leur longueur d’ondes.

En 1932, NICOLAÏ introduit l’analyse spectrophotométrie de la saturation d’O2, pour découvrir le O2 dans des cuvette avec du sang et au niveau de l’oreille, la peau et des doigts.

En 1935, le premier appareil était capable de mesurer la saturation de l’oxygène dans le sang humain et il voit le jour par MATTHES qui a utilisé deux longueurs d’ondes :

La première longueur d’onde, dans le domaine rouge ,elle était sensible aux changements de l’oxygénation.

La deuxième, dans le domaine de l’infrarouge, a été utilisée pour compenser les changements dans les structures les plus denses.

(19)

De 1935 jusqu'à 1944 il a publié 20 ouvrages sur l’oxymétrie. Pendant la deuxième guère mondial Glem Millikan à étudier le problème de perte de conscience chez les pilotes qui volent a grande hauteur. Oxymétre de Millikan utilise deux idées allemandes, de Karmer Cooper et Matthes, cette technique a donné naissance a l’oxymétre moderne. Deux marques de l’oxymétre ont été produites par air force, le plus important a été utilisé dans la clinique de Mayo par Earl Wood et J.E.Geraci pour détecter les désaturation considérable pendant l’anesthésie.

En 1972, Takuo Aoyagi et al. A Tokyo, ont découvert que l’absorption de la lumière par le sang artériel varie suivant les pulsations, cette variation peut être utilisé pour mesurer la saturation en O2 . En janvier 1974, inscription de l’invention, titre, « Improvement of the Ear-Piece Oximeter ». Cette invention a été achetée par une société électro-biomédical pour développer la recherche de Aoyagi et ces associés, Michio Kishi, Kazuo Yamaguchi et Shinichi Watantde. En 1975, Le premier instrument commercial, OLV 5100,est réalisé par ces derniers. En 1977 Minoruta caméra (connu comme Minolta en USA) a développé un produit similaire, commercialisé sur le nom OXIMET-1471. William New et Mark Yelderman deux anesthésiologistes de l’université médical de Stanford. Vers les années 80,William New a développé et a vendu un oxymètre de pouls de modèle Nellcor N100. [5]

I.4.2. L’Oxymètre de pouls

L’oxymétrie de pouls (SpO₂) qui consiste en l’absorption de la lumière à différentes longueurs d’onde permet de surveiller la saturation en O2. Cette mesure s’est imposée comme un élément

indispensable de la surveillance des patients. La SpO2 mesurée par l’oxymétrie est le reflet fidèle de la saturation artérielle en oxygène (SaO2 ), garante de la sécurité des patients .Cette mesure de la saturation de l’O 2 dans le sang vise à surveiller l’oxygénation du sang et à détecter, de manière fiable et précoce, toute hypoxie. Elle sert également à surveiller la fréquence cardiaque.

Il se compose d’un capteur photoélectrique. qui est basé sur l’émission lumineuse de deux diodes émettant dans le rouge et l’infrarouge (respectivement de 660 nm et 940 nm). Le photo-détecteur mesure l’intensité de la lumière transmise à travers les artérioles. L’absorption de la lumière rouge et infrarouge est variable selon qu’elle rencontre de l’oxyhémoglobine (HbO2 ) ou de l’hémoglobine non oxygénée (l’hémoglobine réduite).

L’oxymétrie de pouls se base sur deux principes optiques

Pléthysmographie

La Pléthysmographie utilise la technologie de l’absorbance lumineuse pour reproduire les ondes produites par le sang pulsatile.

Spectrophotométrie

La spectrophotométrie mesure quantitativement l’absorption lumineuse à travers des substances données à des longueurs d’onde variées.

L’oxymètre de pouls calcule la saturation du flux pulsatile, en éliminant les valeurs correspondant au sang veineux et capillaire. La lumière infrarouge est absorbée par le flux sanguin saturé en oxygène qui laisse alors passer plus de lumière rouge. Le capteur enregistre alors la partie qui n’a pas été absorbée et l’analyse se fait en fonction de l’absorption de la lumière par l’hémoglobine. On obtient la quantité de la saturation du sang au niveau des capillaires en oxygène ou SPO2.

(20)

Fig.I-6 – Capteur de l’oxymétrie

I.4.3. Absorption de la lumière par Hb et HbO2

I.4.3.1.Spectrophotométrie percutanée et la composante pulsatile

Le principe de base de l’oxymétrie de pouls relève de la spectrophotométrie percutanée et de la loi de Beer-Lambert, c'est-à-dire que l’on utilise les propriétés de réflexion de la lumière de molécules pour mesurer la concentration d’entités chimiques dans un environnement liquide ou gazeux. La loi de Beer-Lambert relie la concentration d’un soluté à l’intensité de lumière transmise à travers une solution .

La concentration d’une substance peut donc être déterminée en mesurant l’absorption d’une longueur d’onde spécifique avec un coefficient d’extinction connu à travers une épaisseur connue. Lorsque l’on applique ce principe à l’oxygénation relative des molécules d’Hb, on parle d’oxymétrie. Quand l’oxymétrie est appliquée à du sang artériel (pulsatile), on parle d’oxymétrie de pouls. De manière similaire.

Nous savons que l’Hb absorbe la lumière, ce qui nous permet d’enregistrer les variations de cette absorption. Ceci se matérialise sous la forme d’une onde de pléthysmographie significative. Ceci va conduire à la possibilité d’envisager un calcul de la quantité d’hémoglobine.

L' oxymètre non invasif mesure les quantités de lumière transmises à travers un tissu, ou réfléchies par lui. De nombreux corps sont d’abord susceptibles d’absorber la lumière sur son trajet, autres que l’hémoglobine artérielle (peau, tissus mous, sang et capillaires). L’oxymètre de pouls tient compte de l’absorption de la lumière par les tissus, et par le sang veineux, en estimant que le seul sang artériel est pulsatile. L’oxymétrie de pouls utilise les propriétés de réflexion de l’hémoglobine au sein de la composante pulsatile du sang artériel, comme illustré en Figure I-7

.

(21)

I.4.3.2.Loi de beer-Lambert

La loi de Beer-Lambert exprime la variation de l'intensité lumineuse en fonction de la distance parcourue dans un milieu transparent.

Lorsqu'une lumière monochromatique d'intensité I0 traverse un milieu homogène, l'intensité de la

lumière émergente I décroît exponentiellement lorsque l'épaisseur l du milieu absorbant augmente. La relation est donné par (I-1)comme suit ;

I = I0. e (- al)

(I-2) avec:

a :est une constante appelée coefficient d'absorption, caractéristique du milieu et de la longueur d'onde considérés.

Dans le cas des solutions, la loi de Beer fait intervenir les concentrations .l'équation est donné par (I-3)comme suit ;

I = I0. e (- elc)

(I-3)

Fig.I-8 – La Loi De Beer-Lambert

où

 elc :est un coefficient caractéristique de la substance appelé coefficient d'absorbance .il est exprimé en (L mol-1cm-1),

 l est l'épaisseur de la cuve (cm)

 et c la concentration de la solution (mol/L).

A= log (I0/I) = elc (I-4)

avec:

 A :est l'absorbance ou densité optique.

L

I0

c

Source Détecteur

(22)

 e :est une caractéristique de la molécule. Plus e sera grand, plus la solution absorbe.

Absorbance et concentration étant proportionnelles, cette relation peut être utilisée pour réaliser des dosages ou des suivis cinétiques.

La transmission T est définie comme le rapport de l'intensité transmise à l'intensité incidente.

T = I / I0; log T= -A. (I-5)

Les solutions colorées présentent une longueur d’onde lumineuse où l’absorption est maximale. Cette longueur d’onde maximale lmax ne dépend pas de la concentration, c’est une grandeur

caractéristique de l’ion absorbant. Elle est utilisée pour effectuer les mesures photométriques sur des solutions de différentes concentrations. [6]

I.4.4. Système à deux longueurs d’onde

Le fait que l’Hb et l’HbO2 absorbent la lumière différemment suggère la possibilité d’utiliser l’absorption de la lumière pour calculer in vivo la SaO2. Un système à deux longueurs d’ondes peut donc être envisagé à cette fin.

Fig.I-9 – Graphique de l’extinction en fonction de la longueur d’onde.

Le sang contient habituellement quatre formes d’hémoglobine : l’oxyhémoglobine (HbO2), l’hémoglobine réduite (Hb), la methémoglobine (HbMet) et la carboxyhémoglobine (HbCO). Mises à part des situations pathologiques, la methémoglobine et la carboxyhémoglobine ne sont présentes qu’à des concentrations faibles. Comme les définitions initiales de la saturation de l’hémoglobine en oxygène reposaient sur la mesure de la saturation en oxygène du sang artériel (SaO2), elles ne prenaient en compte que les deux types d’hémoglobine jouant un rôle dans le transport en oxygène, à savoir HbO2 et Hb, ce qui a permis de définir la saturation fonctionnelle .

SaO2fonctionnelle = [HbO2/ (HbO2+Hb)] × 100%. (I-6)

La mise au point d’oxymètres de laboratoire a rendu possible la mesure des quatre formes d’hémoglobine et a donc permis de déterminer le pourcentage de chacune de ces formes dans l’hémoglobine totale, et donc la saturation réelle :

(23)

I.4.5. Mesure pratique de taux de saturation en oxygène

L'oxymétre de pouls commence par mesurer la composante alternative CA de l'absorption de la lumière par le sang artériel pulsatile pour chacune des deux longueurs d'onde ,puis il divise la valeur obtenue par la composant continue CC de l'absorption de la lumière par tissus ,y compris les sangs veineux et capillaire ,ainsi que la fraction du débit artériel qui n'est pas pulsatile pour obtenir un niveau d'absorption relatif au pouls qui est indépendant de l'intensité de la lumière incidente. La relation entre ces absorptions détermine la saturation R de l’oxygène .Elle est calculée par la relation suivante(I-8).

R= ( / )

( / ) (I-8)

Une courbe de calibrage est alors déterminée empiriquement avec les valeurs de la saturation obtenue par des volontaires , comme illustré en. figure i.10.L’oxymètre de pouls utilise pour calculer le taux d’oxygène dans le sang, selon la formule suivant (I.8):

SpO2 =110-25R (I-9)

Fig.I-10 – Courbe empirique pour la mesure de la saturation.

un système à deux longueurs d’onde peut être utilisé si les conditions suivantes sont admises : la lumière traverse le sang artériel, il n’y a pas de quantité significative d’un autre type d’Hb, l’absorption de la lumière par les tissus est négligeable.

I.4.5.1.La relation entre la pression artérielle partielle en oxygène (PaO2) Et la saturation en oxygène

La relation entre la pression artérielle partielle en oxygène (PaO2) Et la saturation en oxygène est décrite par la courbe de dissociation de l'hémoglobine en oxygène (voir la FigureI-11.). La forme de cette courbe sigmoïde facilite le déchargement de l'oxygène dans les tissus périphériques où la PaO2 est faible et l'oxygène est nécessaire pour la respiration. La courbe peut être déplacée vers la gauche ou la droite par les caractéristiques des patients différents, par exemple transfusion sanguine récente, la pyrexie.

(24)

I.4.6. Limites de mesure de la photopléthysmographie de pouls

on résume quelques limitations de l'oxymètre de pouls qui sont donnés par Severinghaus et Kelleher (1992) dans les lignes suivante [6]:

Mauvaise qualité du signal

Si la détection de l’onde de pouls est mauvaise, la saturation mesuré sera fausse dans toutes les situations: vasoconstriction, hypothermie, chute du débit cardiaque, carence circulatoire locale.

Mauvais positionnement de la sonde

Elle reste difficilement en place si le porteur est déplacé. Dans ce cas, favoriser les pinces autocollantes.

Interférences colorimétriques

Le principe de fonctionnement du saturomètre est basé sur l’absorption de 2 longueurs d’ondes de lumières émises. Tout ce qui peut perturber l’absorption du signal sera source d’erreur : Pigmentation cutanée, vernis à ongles, bleu de méthylène.

Lumière ambiante

La lecture sera perturbée lors d’une forte luminosité : soleil, scialytique.

Intoxication au CO

l’oxymètre de pouls ne différencie pas l’oxyhémoglobine de la carboxyhémoglobine car les 2 longueurs d’ondes des 2 molécules sont très proches. Dans le cadre d’une intoxication au CO, la SpO2 sera faussement rassurante et donnera un pourcentage normal. Le saturomètre ne doit jamais être utilisé dans un contexte d’intoxication au monoxyde de carbone.

Anémie

Malgré que le taux d'hémoglobine (pigment des globules rouges assurant le transport de l'oxygène des poumons aux tissus) Diminue dans le sang.les hématies restantes sont toutes correctement saturées, la saturation en O2 sera normale alors que le patient est hypoxique .

Prise de la pression artérielle

Si on place un brassard à pression artérielle sur le même bras que le capteur, l’oxymètre de pouls ne fonctionne pas pendant la mesure.

Le mouvement du patient

Le mouvement est un facteur très difficile à éliminer . Dans le post-opératoire c’est aussi le tremblement qui cause des plus grandes difficultés, puisqu’il simule la fréquence cardiaque entre 0.5 et 4Hz.

I.5. Conclusion

Le signal photopléthysmographique est l’enregistrement des variation de volume à cause de la circulation sanguine. Dans le cadre de monitorage cardio-vasculaire et monitorage respiratoire la mesure de ce signal permet la détection de battement cardiaque et la lecture en continu et en temps réel de la saturation en O2 de l’hémoglobine selon la propagation de la lumière aux longueurs d’ondes dans le domaine spectrale rouge et infra-rouge.

(25)

Chapitre II Carte de mise en forme du signal

photopléthysmographique

L’étude pratique de notre projet est subdivisée en deux parties, une partie analogique qui est la partie de mise en forme du signal qui contient toute les parties nécessaires pour avoir un signal lisible et capable de refléter la grandeur physiologique à analyser. Elle est conçue autour l'élément le plus important dans notre circuit électronique le qui permet de traduire les variations de volume en signal électrique PPG. Elle contient aussi l'étude de chaque circuits séparément du circuit d'émission réception jusqu'au circuit d'offset, et ce afin de préparer le signal pour l’étape d’acquisition de données.

La seconde partie consiste à l’étape d’acquisition de données qui est la partie responsable de la numérisation du signal pour avoir un signal capable d’être lus par un système numérique (PC, DSP…) et d’être traité en vue d’extraire les gradeurs physiologiques appropriées pour une aide au diagnostic médical. Elle est conçue autour d’une Carte multifonctions Arduino Uno qui est détaillé dans le chapitre suivant. Il est à noter que les signaux doivent être cadrés entre 0V et 5Vpour les traiter par cette carte.

II.1. Capteur optique

Un capteur optique traduit en signaux électriques l’information portée par des rayonnements optiques de longueurs d’onde( ) :

= avec : c = 299 792 km s−1et υ la fréquence du rayonnement. Les photons de la lumière (rayonnement) ont chacun une énergie élémentaire donnée par :

= ℎ avec : h = 6,6256 10−34 J s (h est la constante de Planck).

Dans la matière, pour libérer les électrons qui sont liés aux atomes, il faut leur fournir une énergie supérieure à leur énergie de liaison.

≥ soit :λ ≤ ∗ h c =λs. avec λs :longueur d’onde de seuil.

La grandeur de sortie étant souvent un courant, on détermine les caractéristiques propres aux capteurs optiques :

Courant d’obscurité

C’est le courant permanent, noté I0, délivré par l’élément photosensible, placé dans l’obscurité et

(26)

Chapitre II – Carte de mise en forme du signal photopléthysmographique

Sensibilité

Le courant total est : I = I0 + IP, c’est IP qui caractérise la réponse du capteur au flux de

rayonnement

Ф

reçu. La sensibilité S est : S = ΔI / Δ

Ф

= Δ IP/ Δ

Ф

.

II.1.1. Types de sonde

Les capteurs de la photo pléthysmographie existent sous différentes formes et différentes tailles afin de s’adapter à toutes les situations. On trouve :

Les pinces

Ils sont placés sur un doit. Ce dernier est constitué d’une source lumineuse qui est assez puissante pour pénétrer plus d’un centimètre dans le tissu, d’un photo détecteur pour détecter la lumière transmise, Elles peuvent être soit rigide, soit semi-rigide afin de s’adapter au mieux à toutes les morphologies.

Fig.II-1 –Une pince de photopléthysmographe de pouls.

Sondes autocollantes

Elles se présentent comme des sparadraps avec une face collante pourvue des deux diodes lumineuses. Son avantage est d’être beaucoup plus stable et permet des mesures fiables.

Fig.II-2 – Sonde autocollante

Pinces à oreilles

Ce type de capteur permet d’effectuer la mesure au niveau de l’oreille, Elles sont indiquées lorsque le sujet possède une mauvaise circulation périphérique. Son inconvénient est l'instabilité lors du mouvement de patient.

Fig.II-3 – Une pince à oreille

Capteurs a réflectance

Ils se placent sur le front au moyen d’un bandeau, au niveau des ailes du nez ou d’un système autocollant. Ce type de capteur sont plus stables que les pinces à oreille.

(27)

Fig.II-4 – Capteur à réflectance

II.2. Circuit d'émission /réception

La détection du signal photopléthysmographique requiert la disponibilité d’un capteur optoélectronique, ce dernier est constitué d’une source lumineuse qui est assez puissante pour pénétrer plus qu'un centimètre dans le tissu, et d’un photorécepteurs pour détecter la lumière réfléchie ou diffusée, les deux soit dans un boitier convenablement conçu (forme et dimension).

II.2.1. Circuit d'émission

L'émission de la lumière est réalisé par une diode électroluminescente (LED light emitting diode). C’est une diode semi conductrice qui émet des rayonnements dans le domaine visible et l'infra-rouge. Le courant nécessaire à l’illumination est faible (dizaine de mA) et il est nécessaire de placer une résistance en série avec la diode pour limiter l’intensité du courant et éviter de détériorer la diode. On la représente par leur symbole normalisé (Figure .II-5)

Fig.II-5 – Symbole d'une diode électroluminescencente et aspet du composant. [7]

Ces diodes ne sont pas constituées de silicium, mais d’autres matériaux semi-conducteurs, composés de l’arséniure de gallium. De ce fait, la tension présente à leurs bornes n’est pas 0,6 V ; elle vaut de 1,6 V à 2,5 V suivant la couleur de la lumière émise. Le chute de tension est d’autant plus élevée que la longueur d’onde est faible. Voir le tableau 2.1.

Couleurs Longueur d’onde(nm) Tension de seuil (V) Semi-conducteur utilisé

IR λ>760 ΔV<1,63 AlGaAs1

Rouge 610<λ<760 1,63<ΔV<2,03 AlGaAs, GaAsP2 Jaune 590<λ <610 2,03<ΔV<2,10 GaAsP Orange 570<λ<590 2,10<ΔV<2,18 GaAsP

Tableau II-1 –Tension de polarisation pour chaque longueur d’onde (couleur) de la lumière émise par la diode (LED).[7]

Les principaux critères de choix d’une diode sont le courant maximal en direct, la tension maximale en inverse et la rapidité. Les ordres de grandeur de ces paramètres sont très variés : le courant maximal peut être de 100 mA.

1_{Arséniure de Gallium-Aluminium} 2_{Arséniure Phosphure de Gallium}

(28)

II.2.1.1.Circuit électronique associés à une diode

Dans notre projet, nous avons utilisé un simple circuit en mode continue. La polarisation d'une LED en direct suffit par une source de tension Vcc en série avec une résistance bien déterminé R (FigureII-6).

Fig.II-6 – Circuit d'émission de LED.

II.2.1.2.Polarisation

La diode électroluminescente joue le rôle de convertisseur courant- luminescence. Sur le Tableau2.2, Tableau2.3 sont présentées des mesures de sensibilité des LEDs que nous avons polarisé en série avec une résistance.

Résistance 10Ω 15Ω 41 Ω 56 Ω 330Ω 1kΩ 100kΩ Courant 128mA 84.4mA 33.2mA 29.2mA 15.9mA 2mA 0.02mA

Tableau II-2 –Luminosité de la LED rouge.

Résistance 10Ω 15Ω 41 Ω 56 Ω 330Ω 1kΩ 100kΩ Courant 155mA 115mA 46mA 40.1mA 08mA 2.7mA 0.03mA

Tableau II-3 –Luminosité de la LED infrarouge.

Lors de la conception de circuit, nous avons fait varier la valeur de la résistance afin d’ajuster la valeur qui permet d’aboutir à la meilleure sensibilité de la LED. Nous avons constaté que la valeur du courant électrique augmente avec l’augmentation de la luminosité de la LED.

II.2.2. Circuit de réception

Dans un circuit de réception, nous utilisons un photorécepteur qui permet de transformer les radiations lumineuses en signaux électriques. Le choix du photodétecteur dépend des facteurs tels que la performance, le conditionnement, la taille, et le coût. On trouve souvent les cellules photo-électriques, les photodiodes, les phototransistors, et les capteurs à circuit intégré (IC). Il est recommandé de les choisir selon une longueur d'onde spécifique, et plus encore selon leur réponse spectrale et la linéarité du signal de sortie, la sensibilité (rapport du signal de sortie électrique à l'intensité de la lumière incidente), et le temps de réponse.

Dans notre projet de fin d'étude, nous avons utilisé un phototransistor du type PBX43 (NPN-silicium). On peut le considérer comme une photodiode avec un amplificateur de courant intégré. Il a une sensibilité typiquement de 100 à 500 fois par rapport à une photodiode correspondante. Dans ces dispositifs, la lumière incidente sur la base du transistor induit un courant. La sensibilité de ce photodétecteur n'est pas linéaire qu'une photodiode avec une sensibilité qui varie de 10 à 20% sur la

(29)

gamme utile du phototransistor. Le temps de réponse typique pour le phototransistor est de 125 microsecondes. La taille, le coût et le rapport signal/bruit d'un phototransistor sont équivalents à ceux d'une photodiode. Il est caractérisé par une large bande de détection de 450nm jusqu'à 1100nm (figure.II-7) .

Fig.II-7 – Sensibilité d'un phototransistor en fonction de la longueur d'onde.

II.2.2.1.Circuit associé au phototransistor

Le montage de base en émetteur commun que nous avons utilisé est illustré sur la figure suivante

Fig.II-8 – Circuit de réception ; phototransistor en émetteur commun.

II.2.2.2. Fonctionnement du circuit

Lorsque le phototransistor n'est pas illuminé. Il est bloqué et son courant de fuite est très faible. La tension de sortie Vs est presque égale à Vcc. A supposer qu'on a utilisé notre doigt entre l'émetteur (LED) et le photodétecteur (phototransistor PBX43), une partie de la lumière passe à travers le doigt, et la variation de la luminosité due aux capillaires. On trouve ces variations en millivolt en fonction de la tension sélectionnée sous le mode AC. Dans le deuxième cas, le phototransistor est soumis à un éclairement, il se sature et la tension VCEsatne dépasse pas 0.2V.

En pratique, on sélectionne la résistance R en quelque Méga ohm (R=1MΩ), car du coté réception on mesure une tension= .

II.3. Mise en forme analogique du signal photopléthysmographique

La mise en forme du signal photopléthysmographique demande plusieurs étages remplissant différentes fonctions d’électronique. La première fonction à remplir est celle du capteur qu’il faut bien concevoir et réaliser afin de recueillir un signal prêt à traverser les étages suivants. Ces autres étages

(30)

consistent en des étages d’amplification, de filtrage. En plus, un circuit d’offset est prévu pour préparer le signal photopléthysmographique mis en forme à être acquis par une carte multifonctions du type Arduino Uno.

Nous présentons en Figure II-9 la conception de la carte de mise en forme du signal photopléthysmographique. Nous avons conçu et réalisé deux systèmes, à savoir un Cardio-tachymètre et un oxymètre. Ces circuits seront détaillés dans les sections suivantes de ce présent chapitre.

Fig.II-9 – Schéma synoptique de la carte de mise en forme du signal PPG.

II.3.1. Pilotage des LEDs

II.3.1.1.Multivibrateur à base de NE555

La réalisation d'un Cardio-tachymètre dépend seulement un signal PPG rouge ou infra-rouge. Cependant, la saturation en oxygène requiert deux signaux PPGs rouge et infrarouge pour son calcul.

A cette fin, nous utilisons le pilotage de ces deux LEDs par un astable NE555 qui génère un signal carré avec une fréquence variable selon la valeur du potentiomètre (R1) comme illustré sur la Figure II-10. Le condensateur se charge et se décharge périodiquement. Les charges se font à travers R1 et R2 tandis que les décharges se font à travers R1 et le circuit intégré. Ce dernier effectue des

commutations lorsque la tension aux bornes du condensateur atteint VCC/3ou 2VCC/3, comme illustré

sur la Figure II-10.

Sonde de PPG Filtre passe-haut Pré- amplification Filtre passe-bas Arduino Uno Amplificateur Circuit d'offset Pilotage des LEDS Démultiplexage Cardio-tachymètre Oxymètre

(31)

La fréquence des signaux correspond à la formule :

=₍ . ₎ (II-1)

Fig.II-10 – Circuit multivibrateur à base de NE555. Dans le cas pratique on sélectionne les valeurs suivantes:

R2=4.7k,Potensiométre,C1=C2=10nF. La simulation de ce circuit sur Multism donne le chronogramme suivant:

Fig.II-11 –Chronogramme de NE555.Multisim 12.0.

En pratique, nous avons réglé le potentiomètre P selon la fréquence désiré et nous avons visualisé le chronogramme à partir d' un oscilloscope numérique.

(32)

II.3.2. Circuit de transistors

L’astable (NE555) génère un signal carré de 05 V et 0 V. La LED sera allumée quand il dépasse la tension de seuil, c.à.d., en polarisation directe on l'alimente par + V et en inverse par - V, et avec 0 V elle sera éteinte. Pour résoudre ce problème, nous avons utilisé deux types de transistor (type NPN et PNP) selon la figure suivante:

Fig.II-13 –Circuit de trasistors type PNP&NPN utilisé pour le pilotage des LEDs

II.3.2.1.Principe de fonctionnement

À l'entrée de ce circuit, on branche un astable à base de NE555qui génère un signal carrée, dans l'état haut (5 V), c'est le transistor NPN T1qui conduit (saturé), la base étant positive par rapport à l'émetteur, T2 restant bloqué (normal la base est au même potentiel que l'émetteur). À l'état bas (0 V), c'est le PNP T2 qui conduit, la base étant négative par rapport à l'émetteur ,T1 est lui bloqué. Il y a donc alternance de l'allumage des LEDs.

II.3.3. Amplification de puissance

Dans notre projet de fin d'étude, nous avons utilisé des LEDs d’une luminescence importante dont le courant dépasse 100 mA. Nous avons opté pour un montage de Darlington afin de faire augmenter le courant circulant aux bornes de la LED, comme illustré sur le schéma suivant (Figure II-14).

Fig.II-14 – Circuit de transistor Darlington et transistor de Darlington complémentaire.

Un transistor dit « Darlington » est en réalité une association de deux transistors dont l’émetteur du premier alimente la base du deuxième. Cette configuration permet d’avoir des valeurs de gain β très élevées. En effet, le courant émetteur du transistor T1 est le courant base du transistor T2.

On a : Ic Ic1 Ic2 Ie Ib2

(33)

= + (II-2)

= + (II-3)

= + = ( + 1) (II-4)

En remplaçant (II-3) dans l'équation (II-1)

= + = + ( + 1) (II-5)

= ( + ( + 1)) = ( + + ) (II-6)

En trouvant

≅ (II-7)

Avec

Ic: Courant de collecteur,(Unité est Ampère). Ib: Courant de base,(Unité est Ampère). Ie: Courant d'émetteur, (Unité est Ampère).

β: Ampliﬁcation en courant ou plus simplement gain. ( pas d'unité).

On trouve aussi un type de montage dit « Darlington complémentaire ». Le principe d’un tel montage consiste à injecter le courant collecteur d’un transistor T3 du type PNP, sur la base d’un transistor T4 de type NPN. Ce montage fonctionne comme un transistor PNP avec un gain en courant : ≅

Dans la pratique on utilise des transistors BC636 (type PNP) et BC637 (type NPN). et on sélectionne résistance R1et R2 de valeur de 1kΩ.

En mesurant le courant d'entrée et de sortie de ce circuit (Voir le Tableau2.4):

Type IB IE β

PNP 0.09mA 62.2mA 691.11 NPN 0.06mA 46mA 766.66

Tableau II-4 –Le gain de transistor de Darlington.

II.3.4. Démultiplexage

La succession d'éclairage des LEDs rouge et infra-rouge sera capté par un seul phototransistor. Donc le signal obtenu porte les deux informations .Afin de restituer les PPG rouge et infrarouge, il faut les séparer l'un de l'autre.

On utilise alors un démultiplexeur qui a une entrée de donnée, n entrées d’adresse et 2 nsorties. L’entrée est aiguillée vers la sortie dont le numéro est codé dans les adresses. Le type qu'on a utilisé est le 4051 sur la Figure II-15. Nous avons utilisé la broche 3 comme entrée. En mettant les lignes de commandes B et C à la masse (0V analogique) et en utilisant la commande A pour la sélection des signaux PPG rouge et infrarouge. En effet, un signal carré de l'astable (NE555) bascule entre les états haut (5V) et bas (0V) nous permet d'assurer cette tâche de sélection. Les sorties concernées sont alors les broches 13(x0) et 14(x1). Lorsque A est au niveau bas, nous aurons la sortie sur la broche 13, et

(34)

Fig.II-15 – Circuit demultipleur(4051).

Le type qu'on a utilisé est 4066 sur la Figure II-16. On utilise la broche 1et 3comme une entrée commune. En mettant la broche 14 à l'alimentation(VDD) et la broche 7 à la masse (0V analogique) et

en utilisant la commande A pour la sélection de1ère signal PPG( rouge) et la commande B pour le 2ème( infrarouge) avec utilisation d'inverseur afin d'accomplir ce tâche. Les sorties concernées sont alors les broches 2et 4. Lorsque A est au niveau haut, alors B est au niveau bas donc nous aurons la sortie sur la broche 2, et lorsque A est au niveau bas ,B est au niveau haut, donc la sortie sera sur la broche 4.,il est plus précise parapport le premier .son schéma équivalent est illustré dans la Figure II-16

Fig.II-16 – Circuit interne de démultiplexage à base du multiplexeur/démultiplexeur4066.

II.3.5. Inverseur

Le NE555 génère un signal carré de 0V et 5 V, et les LEDs sont alimentées par 5V en polarisation directe et par -5V en inverse. Donc pour les piloter, on a besoin souvent d’inverser une entrée de

(35)

l''astable (le 5 devient 0 et vice versa). Cette opération est réalisée par une porte logique connue sous le nom de « porte NON» trouvé dans un circuit intégré SN54LS04. Son symbole est illustrée sur Figure II-17

Fig.II-17 – Symboles d'un inverseur.

Simulation par Multism 12.0

En utilisant le multivibrateur (NE555) pour générer le signal carré à l'entrée d'inverseur et à la sortie on obtient le signal inversé comme le montre la figure suivante ;

Fig.II-18 – Chronogramme de simulation d'un inverseur (Multisim12.0).

Le cas pratique

Pour tester le fonctionnement correct du CISN54LS04,on génère un signal carré (Ve) à l'aide d'astable (NE555) ,et on le branche à l'entrée de ce CI(broche 1) selon le schéma suivant

Fig.II-19 – Circuit intégré (SN54LS04) d'inverseur .

Les deux signaux Ve et Vs sont visualisés par oscilloscope.

Ve Vs Entrée Sortie 1 Sortie Entrée

(36)

Fig.II-20 Chronogramme de test de la fonction inverseur de CI(SN54LS04).

Simulation de 4066 par Multism 12.0

En utilisant le multivibrateur (NE555) pour générer le signal carré de quelque centaine de Hz défini comme une commande pour le 4066 dans la broche 13 et inversé dans la broche 5 et à l'entrée on génère un signal sinusoïdale de basse fréquence (10Hz) et d'amplitude de 2V(crête à crête ). A la sortie, les deux signaux sont modulés en amplitude avec une porteuse conservée. il faut les démoduler par un simple circuit de détection d’enveloppe est formé d’une diode et d’un filtre passe bas (lorsque les signaux ont les alternance positive et négatif, on utilise seulement le filtre passe bas). La condition sur la constante de temps du circuit pour que la détection se fait correctement est : ≪ ≪ avec

= .

ωpet ωmsont respectivement les pulsations de la porteuse et du signal modulant. Le schéma réalisé est le suivant

Fig.II-21 – Schéma de démultiplexeur avec circuit de détection d'enveloppe. On sélectionne R1=R2=10kΩ ,C1=C2=10μF, VDD=VCC=5V,VSS=GND=0V.

Les signaux de sortie sont illustrés sur la figure suivante:

Ve

(37)

Fig.II-22 – Les deux signaux de sortie de 4066 modulés et démodulés (Multisim12.0).

Etude pratique de fonctionnement de 4066

Pour tester le fonctionnement correct du 4066, on génère un signal carré à l'aide d'astable (NE555) pour les commandes (broche 11&04), et un signal sinusoïdal de 1.118Hzet d'amplitude égale à 80mV(crête à crête ) et on obtient les signaux suivants:

— Avant démodulation

Fig.II-23 – Signal d'entrée avec les impulsions de commande(Horloge) .

Les deux signaux Vs1et Vs2sont visualisé par oscilloscope comme illustré sur les Figure II-24

Fig.II-24 – Les deux signaux de sortie modulés du 4066 (Oscilloscope numérique). — Après démodulation Vs2 Vs1 Ve Horloge Vs1 démodulé Vs2 démodulé Vs1 modulé Vs2 modulé

(38)

Fig.II-25 – Les deux signaux de sortie démodulés du 4066 (Oscilloscope numérique).

II.3.6. Circuit d'amplification

Le signal photopléthysmographique est de faible amplitude, on utilise alors un étage d'amplification.

II.3.6.1.Pré-amplificateur non-inverseur

Fig.II-26 – Pré-amplificateur à base d'un AOP.

Pour déterminer le gain ,en appliquant le théorème de Millman au point A: Comme e+=e-=VA, ε=0 , et i+= i-= 0 ,il vient :

e+= = (II-8)

on a aussi

e-=Ve (II-9)

Donc le gain de l’étage d’amplification est donné par = = 1 + (II-10) comme suit ;

= = 1 + (II-10)

Dans notre projet, nous avons utilisé un AOP de type OP07, avec deux résistance R2 qui est de valeur de 249KΩ et R1 de 1k Ω.

A.N: = 1 + = 1 + = 250

Etude pratique: En variant la tension d'entrée et mesure la tension de sortie à partir d’un oscilloscope on utilise les deux chaine l'un pour Ve et l'autre pour Vs.

ε

A

Vs1

(39)

Fig.II-27 – Graphe du signal entrée Ve et le signal amplifié Vs.

Le tableau suivant regroupe des mesures de l'amplification avec Gain de 250.

II.3.6.2.Etage du deuxième amplificateur inverseur

Fig.II-28 – Deuxième amplificateur à base d'un AOP du typeTL084.

Le gain en tension de l'ampli-op du montage de la figure est donné par (II-11), comme suit: Dans le cas où on considère que l'AOP est parfait ,on a e+=e-=VA, ε=0 , et i+= i-= 0

Et d'après le théorème de Millman en A ,on trouve: = .Or VA=e+=e

-

= 0.

On en tire donc que

= = − (II-11)

Dans notre projet, nous avons utiliser un AOP du type TL084 ,avec deux résistance R2 qui sont de valeur de 200KΩ et R1 de 100k Ω.

A.N: = 1 + = − = 2.

II.3.7. Filtrage

Il y'a deux filtres passifs sont réalisés à base de composants passif (RLC) et l'autre actifs (AOP), on trouve des différents types des filtres :Passe- haut ,passe-bas ,passe-bande ,passe tout ,filtre réjecteur, chaque type a sa propre propriété et d'utilisation selon la bande spectrale du signal traité et du bruit ,et la fréquence de coupure.

(40)

Dans notre projet, nous avons utilisé un filtre passe-haut passif pour éliminer la composante continue et le filtre passe- bas actif pour atténuer le 50Hz .

II.3.7.1.Filtre passe-haut passif

Le filtrage passe haut est utilisée pour supprimer les fluctuations de la ligne de base sur signal photopléthysmographique et la composante continue qui est ajouté par la lumière ambiante. Afin de filtrer cette composante de fréquence presque nulle, on utilise un condensateur C en série et une résistance R.

Fig.II-29 – Filtre passe-haut utilisé pour le filtrage du signal photopléthysmographique

fc = 0.0159 Hz.

La fonction de transfert La fréquence de coupure du filtre passe-haut pasif du 1èmeordre de la Figure II-29 donné en (II-13), comme suit ;

En applique la loi de diviseur de tension, on trouve:

= (II-12)

avec = .

( ) = = = . (II-13)

La fréquence de coupure de ce filtre passe haut est donnée en (II-14), comme suit ;

= (II-14)

Un condensateur C de capacité égale à 10 µF et une résistance R de valeur de 1 M permettent de préserver le contenu spectral du signal photopléthysmographique à une fréquence de coupure

fc = 0.0159 Hz.

A.N: =

=

= 0.0159

II.3.7.2.Filtre passe-bas actif de Rauch

Dans le but de garder la bande spectrale utile de signal photopléthysmographique allant de 0.8 Hz jusqu'à 2 Hz, on choisit le filtre passe-bas de fréquence de coupure égale à 10 Hz. Le schéma de ce filtre est donné en Figure II-30, on se place dans le cas où toutes les résistances sont égales à R.

(41)

Fig.II-30 – Filtre actif passe- bas de Rauch du 2 éme ordre.

La fonction de transfert et la fréquence de coupure du filtre passe-bas actif du 2èmeordre de la Figure II-30 sont données en (II-17), comme suit ;

On applique la loi des nœuds(Lois de Kirchhoff) :

( ) +( )+( )− = 0 (II-15) avec = (II-18)=( )+( )+( )− = 0. A le nœud B on obtient: + = 0. = (II-16) avec = .

On remplace (II-16) dans l'équation( II-15), et on obtient

+ (3 + 1 − ) = 0.

Ensuite on procède à une mise en forme de la fonction de transfert (Vs/Ve ):

( ) = ⁄ =− ₍ ₎ (II-17)

La pulsation de coupure à -3dB est donnée en (II-18), comme suit ;

(II-18) La fréquence de coupure de ce filtre est donnée en (II-18), comme suit ;

(II-19)

En basses fréquences, le condensateur agit comme circuit ouvert. L’expression de transfert devient ;

( ) → = −1 (II-20)

A B

(42)

En hautes fréquences, le condensateur agit comme circuit fermé. L’expression de transfert (II-20) devient ;

( ) → ≈ 0 (II-21)

Etude pratique

La suppression définitive de bruit en cas pratique n'est pas réalisable car ce filtre passe- bas de Rauch permet d' atténuer le signal de fréquence superieur à la fréquence de coupure fc.

Dans ce projet, nous avons utilisé initialement la valeur de 10 k à la résistance R1. et R2,R3. on

prend Le condensateur C1 d’une capacité de 1 µF et C2 est désigné à 3.3µF. Ces valeurs dirige à une fréquence de coupure du filtre passe-bas égale à 9,09 Hz, ce qui peut être considérée comme fréquence raisonale pour le signal photopléthysmographique. voir les calculs ci-dessous.

La fréquence de courpure est donnée par,

On remplace R par la valeur 10KΩ( _{= 10 .)}

Et C1 par 1µF ( = 10 F), C2est de valeur de 3.3µF ( = 3.3 10 ).

Donc on obtient :

.

. .

Le tableau suivant rassemble les mesures de la réponse fréquentielle du filtre passe bas actif de deuxième ordre de type de Rauch. La tension d'entrée Ve est sélectionnée à 1V p-p(pic to pic :c.à.d.

crête-à-crête).

Fréquence (Hz) 1 2 3 4 6 8 10 20 30 40 50 60 70

Sortie/Entrée(V/V) 1 0.98 0.94 0.92 0.76 0.61 0.48 0.17 0.08 0.042 0.033 0.024 0.02 Sortie/Entrée(dB)3 ₀ _-0,17 _-0,53 _-0,72 _-2,38 _-4,29 _-6,37 _-15,39 _-21,93 _-27,53 _-29,62 _-32,39 _-33,97

Tableau II-5 – Réponse fréquentielle du filtre passe bas actif de 2ème ordre du type de Rauch avec fc =10Hz.

Le diagramme de Bode ( Gain (Vs/Ve)en dB en fonction de fréquence (Hz)) tracé dans un environnement Matlab est donnée sur la Figure II-31.

3